ES2222594T3 - Implante de dilatacion intravascular con deflector. - Google Patents

Abstract

La invención se refiere a un dilatador intravascular que comprende un cuerpo central (3) que actúa como un deflector del flujo sanguíneo y que permite así aumentar el valor del la tensión de cizallado en la pared de la arteria. Unas espiras (4) flexibles soladas al deflector (3) se pueden extender radialmente desde un primer diámetro igual al diámetro del deflector (3) hasta un segundo diámetro más grande superior al diámetro de la arteria. Estas espiras (4) se apoyan contra la pared interna (2) de la arteria en posición de servicio.

Description

Implante de dilatación intravascular con deflector.

La presente invención se refiere a un implante intravascular que permite la dilatación radial de las paredes arteriales. Estos implantes o dilatadores son conocidos con el nombre de "stent" en el campo de la angioplastia transluminal. La angioplastia transluminal consiste en tratar unas zonas enfermas del sistema arterial por la introducción de aparatos, en particular unos catéteres por las vías naturales. Esto permite unas intervenciones localizadas sin tener que recurrir a intervenciones quirúrgicas clásicas que presentan, debido a su pesadez, numerosos inconvenientes para los pacientes. Esta técnica es en particular utilizada cuando se diagnostica un estrechamiento o estenosis de las arterias. Se introduce entonces por la arteria femoral un catéter provisto en su extremo distante de un pequeño balón de angioplastia hinchable. Este catéter es a continuación empujado y guiado, bajo control radioscópico, a través de la red arterial hasta la zona enferma de la arteria. Una vez alcanzada esta zona, se hincha el pequeño balón para dilatar la zona estrechada de la arteria. Esta operación es repetida hasta que se constata, gracias a los medios de control radioscópico, que la arteria presenta de nuevo un diámetro suficiente para asegurar un caudal sanguíneo aceptable. Estas intervenciones presentan sin embargo algunos inconvenientes. En efecto, las observaciones clínicas muestran que alrededor de un tercio de los casos tratados, la arteria se estrecha de nuevo en un lapso de tiempo comprendido entre algunos días y algunos meses. Este fenómeno, que se denomina "restenosis", necesita una nueva intervención sobre la arteria enferma o bien por el mismo procedimiento, o bien por las técnicas quirúrgicas más pesadas.

Para intentar resolver este problema, se ha propuesto implantar en la arteria de forma definitiva unos dilatadores o "stent" para evitar que se estreche de nuevo.

Estos implantes presentan usualmente una estructura tubular abierta por los extremos para no perturbar el flujo sanguíneo. Estos dispositivos, independientemente de su estructura particular, presentan generalmente las características siguientes: son extensibles radialmente a partir de un primer diámetro, permitiendo su introducción en la arteria con la ayuda de un catéter, a un segundo diámetro mayor que corresponde sensiblemente al diámetro de la arteria. Después de dilatación de la arteria, son implantados en ésta última y se apoyan contra la pared interna de la arteria impidiendo así, por una acción mecánica, que la arteria se estreche de nuevo. Una vez implantados, estos "stent" presentan una cierta resistencia a la compresión radial y mantienen así la arteria abierta permitiendo al mismo tiempo al flujo de la sangre. En la práctica se utilizan corrientemente unos stent de dos tipos diferentes. Los primeros son deformados por hinchado de un pequeño balón cuando tiene lugar su colocación; los segundos stent son llamados autoextensibles. Los stent autoextensibles no necesitan acción mecánica externa para pasar del primer diámetro, cuando tiene lugar la introducción, a un segundo diámetro mayor en posición de servicio. Este efecto se obtiene o bien por la utilización de material con memoria de forma, como el Nitinol (marca registrada), o bien por efecto resorte. Se ha propuesto también, por ejemplo en la patente europea EP-433 011 B1, un stent que comprende un isótopo radioactivo para intentar disminuir el fenómeno de restenosis por radioterapia. En otras realizaciones, la superficie del stent, en contacto con la pared interna de la arteria o del vaso, comprende un tratamiento de superficie apropiado que permite la distribución local de sustancias químicas antitrombógenas.

Estos dispositivos aunque hayan contribuido a la disminución del porcentaje de restenosis, no han resuelto sin embargo totalmente el problema. Se constata, en efecto, en alrededor de 22% de los casos tratados por angioplastia y colocación de un stent, una reacción tisular que conduce al aumento del espesor de la capa interna de la arteria. Si este fenómeno no se estabiliza y continúa creciendo, la arteria se tapona de nuevo.

La presente invención tiene por objeto evitar los inconvenientes mencionados anteriormente proponiendo un implante de dilatación que favorece la disminución del porcentaje de restenosis, en particular por su acción sobre la pared interna de la arteria. Otro objeto de la invención consiste en la utilización de dicho dispositivo para aumentar el esfuerzo de cizalladura en la intercara sangre/pared en una arteria o un vaso sanguíneo. Finalmente, la invención tiene también por objeto un procedimiento que favorece el aumento de los esfuerzos de cizalladura a nivel de la pared arterial. El stent según la presente invención se distingue a este fin por las características definidas en la reivindicación 1. Otras ventajas destacan de la descripción que sigue y de las reivindicaciones subordinadas.

La invención se describirá ahora con referencia a los planos anexos que representan esquemáticamente y a título de ejemplo no limitativo una forma de realización del stent intravascular según la invención.

La figura 1 es una vista esquemática que ilustra el perfil de las velocidades en un arteria sin implante.

La figura 2 es una vista esquemática que ilustra el perfil de las velocidades en una arteria que comprende en su centro un defector de flujo.

La figura 3 es un gráfico que ilustra la cizalladura íntima relativa en función de las dimensiones del deflector con respecto a las dimensiones de la arteria.

La figura 4 es una vista lateral de un stent según la presente invención.

La figura 5 es una vista por el extremo del stent representado en la figura 4.

Unos estudios científicos confirmados por observaciones clínicas han demostrado que la restenosis es atribuida a una proliferación celular del tejido íntimo denominada hiperplasia íntima. Los mecanismos de esta reacción no son aún totalmente comprendidos. Sin embargo, es cierto que la prevención o la atenuación de la hiperplasia íntima constituye un elemento clave del éxito del tratamiento de las estenosis o de las oclusiones de las arterias. Se ha constatado en un animal que la hiperplasia íntima es reducida cuando el caudal sanguíneo es importante en el vaso interesado. En contrapartida, cuando este caudal es bajo la capa íntima aumenta. La misma constatación ha sido realizada por cardiólogos y radiólogos que han observado que a consecuencia de una angioplastia, los stent permanecen abiertos si el caudal es importante y que tienen tendencia a taponarse en presencia de un bajo caudal sanguíneo. Existe en consecuencia una relación cierta entre el caudal sanguíneo y la hiperplasia íntima. Este hecho está confirmado por varios estudios médicos que tienden a demostrar que la hiperplasia íntima no es un proceso patológico, sino más bien una respuesta adaptativa de la arteria o del vaso que se remodela de manera que mantenga o restaure un nivel óptimo de esfuerzo de cizalladura en la pared.

El paso de la sangre por una arteria crea por rozamiento unas fuerzas sobre la pared interna de la arteria. Cuando el caudal es importante, las fuerzas de cizalladura con elevadas sobre las células endoteliales de la pared de la arteria. Estas fuerzas son por el contrario débiles en presencia de un caudal insuficiente. Se sabe por otra parte que el esfuerzo de cizalladura en la pared interna es directamente proporcional al caudal (Q) e inversamente proporcional al cubo del diámetro arterial. Resulta de ello que cuando el caudal de perfusión es bajo, la hiperplasia íntima reduce el diámetro de la arteria a fin de restaurar el valor normal del esfuerzo. Si persiste un bajo caudal o si disminuye provisionalmente, el esfuerzo normal de cizalladura no puede ser restablecido y la hiperplasia íntima continúa, conduciendo finalmente a la restenosis. Por el contrario, si el caudal es suficiente para restablecer un nivel de esfuerzo igual, incluso superior, al esfuerzo normal, la hiperplasia íntima se para y la arteria permanece abierta de forma duradera.

Destaca de las constataciones enunciadas anteriormente que para parar y detener la hiperplasia íntima, es necesario aumentar localmente el esfuerzo de cizalladura en la pared, particularmente cuando el caudal es bajo. El objeto de la presente invención es precisamente permitir un aumento local significativo del esfuerzo de cizalladura en la pared.

Sabiendo que el caudal sanguíneo no puede ser aumentado localmente, puesto que está regulado automáticamente por el organismo a través de las resistencias que constituyen los vasos periféricos, conviene en consecuencia disminuir localmente la sección abierta de la arteria de tal manera que el valor del esfuerzo de cizalladura sobre la pared de la arteria aumente. A este fin se ha propuesto colocar y mantener en posición, preferentemente en el centro de la arteria, por lo menos un cuerpo que actuará como un deflector del flujo sanguíneo sobre la pared arterial. Este deflector de flujo permitirá así aumentar notablemente de forma significativa los esfuerzos de cizalladura sobre las células endoteliales. La figura 1 ilustra esquemáticamente el perfil de las velocidades en una arteria de radio r_{0}. La figura 2 ilustra el mismo perfil de las velocidades cuando un deflector de flujo 1 de forma cilíndrica está dispuesto en el centro de la arteria. El deflector 1 desvía las líneas de corriente en la dirección radial en dirección a las paredes arteriales 2 y conduce a un gradiente radial de velocidad más importante en la proximidad de las paredes 2 de la arteria. Por ello, el esfuerzo de cizalladura en la intercara sangre/pared es aumentado. Con referencia a la figura 2, y en la hipótesis de que el flujo es desarrollado, la ecuación de Navier-Stokes según el eje de simetría longitudinal da:

(1)\frac{1}{r} \cdot \frac{\partial}{\partial r} \cdot (r \frac{\partial u}{\partial r}) = - \frac{1}{\mu} \frac{\partial P}{\partial x}

En la que u es velocidad axial,

P la presión y

\mu la viscosidad de la sangre.

Por una doble integración, se obtiene

(2)u(r) = \frac{1}{4\mu} \frac{\partial P}{\partial x} r^{2} + c_{1} ln(r) + c_{2}

Aplicando las condiciones del borde u(r = r_{i}) = u(r = r_{0}) = 0 y después derivando, se obtiene la expresión final para la distribución de las velocidades

(3)u(r) = \frac{1}{4\mu} \frac{\partial P}{\partial x} \left[r^{2} - r^{2}_{o} + \frac{r^{2}_{i} - r^{2}_{o}}{ln \left(\frac{r_{o}}{r_{i}} \right)} ln \left(\frac{r}{r_{i}}\right) \right]

El caudal Q puede a continuación ser calculado por simple integración

(4)Q = \int^{r_{o}}_{r_{i}} u(r)(2\pi r)dr = - \frac{\pi}{8\mu} \frac{\partial P}{\partial x} \left[r^{4}_{o} - r^{4}_{i} - \frac{(r^{2}_{o} - r^{2}_{i})^{2}}{ln \left(\frac{r_{o}}{r_{i}} \right)} \right]

Los esfuerzos de cizalladura que actúan sobre la pared arterial \tau vienen dados por

(5)\tau = - \mu \left.\frac{\partial u}{\partial r}\right|_{r = r_{o}}

que utilizando la ecuación 3 para u(r) resulta

(6)\tau = - \frac{1}{4} \frac{\partial P}{\partial r} \left[2r_{o} + \frac{1}{r_{o}} \frac{r^{2}_{i} - r^{2}_{o}}{ln \left(\frac{r_{o}}{r_{i}}\right)} \right]

La ecuación 6 puede también ser expresada en función del caudal Q utilizando la ecuación 4 para el gradiente de presión

(7)\tau = \frac{2\mu}{\pi} \frac{Q}{r^{4}_{o} - r^{4}_{i} - \frac{(r^{2}_{o} - r^{2}_{i})^{2}}{ln \left(\frac{r_{o}}{r_{i}}\right)}} \left[2r_{o} + \frac{1}{r_{o}} \frac{r^{2}_{i} - r^{2}_{o}}{ln \left(\frac{r_{o}}{r_{i}} \right)} \right]

Para apreciar mejor el efecto del deflector 1 sobre la magnitud de las cizalladuras, se normaliza ésta última por los esfuerzos de cizalladura bajo un flujo laminar de tipo Poiseuille del mismo caudal que en una arteria abierta. Para un flujo de tipo Poiseuille, se sabe que:

(8)\tau_{Pois} = \frac{4\mu}{\pi r^{3}_{o}}Q

Se obtiene entonces la expresión siguiente:

(9)\frac{\tau}{\tau_{Pois}} = \frac{1}{2} \frac{r^{3}_{o}}{r^{4}_{o} - r^{4}_{i} - \frac{(r^{2}_{o} - r^{2}_{i})^{2}}{ln \left(\frac{r_{o}}{r_{i}}\right)}} \left[2r_{o} + \frac{1}{r_{o}} \frac{r^{2}_{i} - r^{2}_{o}}{ln \left(\frac{r_{o}}{r_{i}} \right)} \right]

Es así posible definir la relación de los radios deflector/arteria como un parámetro \gamma = \frac{r_{i}}{r_{o}}, para reformular la ecuación 9 en una forma no dimensional:

(10)\frac{\tau}{\tau_{Pois}} = \frac{1 + \frac{\gamma^{2} - 1}{2 ln(\gamma)}}{1 - \gamma^{4} - \frac{(1 - \gamma^{2})^{2}}{ln \left(\frac{1}{\gamma} \right)}}

La dependencia de las cizalladuras con respecto al parámetro \gamma está representada en la figura 3 en la cual se expresa en ordenadas la cizalladura íntima relativa y en abscisas, la relación entre el radio del deflector y el radio de la arteria. Tomando por ejemplo un deflector cilíndrico cuyo radio corresponde aproximadamente al tercio del radio de la arteria, se aumenta la cizalladura íntima en la pared en un factor 2. Si como en el ejemplo mencionado anteriormente la relación entre el radio del deflector y el de la arteria es de un tercio, la superficie ocupada por el deflector sólo representa aproximadamente 11% de la sección de la arteria y constituye por ello sólo una resistencia despreciable al flujo sanguíneo según la mecánica de los fluidos.

Gracias a la presencia de un cuerpo cilíndrico en el centro de la arteria que provoca una desviación del flujo sanguíneo, se aumenta localmente de forma significativa el esfuerzo de cizalladura en la pared. Este cuerpo, en razón de sus dimensiones, no disminuye de forma importante el caudal sanguíneo.

La figura 4 representa una forma de realización posible entre numerosas variantes de un stent según la presente invención. Este stent está en posición en una arteria o un vaso del que se han representado esquemáticamente las paredes 2. Comprende una parte central 3 que cumple la función de deflector de flujo. Este deflector 3 está realizado con la ayuda de un resorte arrollado espira a espira, en el cual cada espira está unida a la espira adyacente por ejemplo con la ayuda de una soldadura por láser. Los puntos de soldadura 6 están repartidos sobre una espiral que corre en toda la longitud del resorte. De esta manera, el deflector no puede deformarse según el eje longitudinal pero que guarda sin embargo una cierta flexibilidad lo que facilita su conducción hacia la zona a tratar. En los dos extremos del deflector 3, así como en uno o varios emplazamientos repartidos en su longitud, unas pequeñas espiras 4 están soldadas al deflector central 3. Estas espiras 4 son extensibles radialmente desde el primer diámetro correspondiente aproximadamente al diámetro del deflector 3 hacia un segundo diámetro mayor que corresponde al diámetro de la arteria. Las espiras 4 pasan a apoyarse, en posición de servicio, sobre las paredes internas 2 de la arteria y tienen la misma acción mecánica sobre la pared que los stent autoextensibles convencionales. Estas espiras 4, una vez en contacto con la pared arterial, mantienen el deflector 3 en posición en el centro de la arteria y evitan que éste último entre en contacto con la pared anular de la arteria. Con referencia a la figura 5, se ve un paso 5 en el centro del deflector. Este paso longitudinal, que se extiende en toda la longitud del deflector 3, permite montar el stent en el extremo de un catéter de angioplastia sobre una guía con hilo para facilitar su colocación en el vaso tratado. Para la realización de las espiras 4, se utilizará preferentemente un material que puede ser pretensado a una cierta temperatura y que encuentra luego su forma original a una temperatura más elevada. Unas aleaciones a base de níquel y de titanio tales como el Nitinol (marca registrada) están perfectamente adaptadas para la realización de las espiras 4. Así, cuando tiene lugar la fabricación del stent, las espiras 4 son enfriadas y resultan por tanto muy maleables. Las mismas son entonces arrolladas alrededor del deflector 3. El stent es a continuación acondicionado en un catéter. Cuando tiene lugar la colocación del stent, después de desolidarización del catéter y del stent, las espiras 4 se calientan al contacto con la sangre y se despliegan radialmente para entrar en contacto con la pared del vaso sanguíneo. Desde luego que otras técnicas conocidas en el campo de los stent autoextensibles pueden ser utilizadas. El deflector central 3 puede también presentarse en forma de un cuerpo cilíndrico macizo provisto de un mandrilado longitudinal central, o estar constituido por un cuerpo cilíndrico hueco que puede, en caso necesario, servir de depósito para una sustancia a administrar in situ. Otras variantes de realización del deflector 3 son posibles, en particular la utilización de varios elementos ensamblados como un doble resorte por ejemplo. Es también posible prever varios deflectores de flujo 3 de menor diámetro y unidos entre sí, por ejemplo tres deflectores dispuestos en los vértices de un triángulo isósceles. Para no perturbar el caudal sanguíneo en el vaso o la arteria, se elegirá una relación entre el radio del deflector 3 y el de la artería que se sitúa entre 0,1 y 0,8, preferentemente 0,3. Para realizar el stent según la presente invención, se utilizarán preferentemente unos materiales biológicamente compatibles tal como el Nitinol (marca registrada) o el acero inoxidable. Se observará que algunas aleaciones de cobre pueden también ser previstas mediante un tratamiento de superficie adecuado, por ejemplo un revestimiento de poliéster o de TEFLON (marca registrada).

Para minimizar el fenómeno de la hiperplasia íntima, como se ha mencionado en la parte introductoria de la descripción, se ha previsto una acción terapéutica local o bien por un tratamiento de superficie que permita la distribución local de una sustancia antirrestenosis, o bien por radioterapia. Estas técnicas pueden fácilmente ser aplicadas al stent objeto de la presente invención. Es suficiente en efecto prever un tratamiento de superficie adecuado de las espiras 4 en contacto con la pared arterial. El efecto acumulativo de un aumento de los esfuerzos de cizalladura a nivel de la pared es así combinado con una acción radioterapéutica o química. Se observará que no solamente las partes directamente en contacto con la pared arterial pueden presentar un tratamiento de superficie adecuado, sino también el deflector 3.

Es evidente que el stent según la presente invención puede tomar otras formas, residiendo la característica esencial en la presencia de un deflector de flujo que aumenta el esfuerzo de cizalladura sobre la pared interna de la arteria y mantenido en posición en la arteria, preferentemente en el centro de ésta última. En particular el stent podrá presentarse en forma de un cuerpo tubular abierto por sus dos extremos y que comprende en su centro un cuerpo cilíndrico unido de forma flexible al cuerpo tubular externo.

En ciertos casos, no se desea dejar el stent de forma definitiva en la arteria. A este fin, algunos stent están realizados en unos materiales biodegradables. Estos materiales pueden desde luego ser utilizados para realizar un stent según la presente invención.

El procedimiento que permite aumentar localmente el esfuerzo de cizalladura en la pared de un vaso o de una arteria comprende las etapas siguientes. Se introduce con la ayuda de un catéter y de una guía de hilo un stent intravascular del tipo descrito anteriormente hasta la zona enferma de la artería a tratar. Cuando tiene lugar la conducción del stent por la red arterial, éste último presenta un diámetro aproximadamente idéntico al del catéter. Se procede a continuación a la colocación del stent liberando éste último del catéter; durante esta operación las espiras 4 del stent se separan radialmente y se apoyan contra la pared interna de la arteria. Finalmente se retira el catéter, y después la guía de hilo.

Se destacará también que el stent objeto de la presente invención es fácil de fabricar y puede ser acondicionado en un catéter, de manera que es directamente utilizable por el práctico.

Claims (11)

1. Stent destinado a ser introducido en una arteria o un vaso sanguíneo, caracterizado porque comprende por lo menos un deflector de flujo (3) que permite desviar las líneas de corriente radialmente en dirección a las paredes arteriales, induciendo así un gradiente radial de velocidad más importante en la proximidad de las paredes arteriales (2) lo que aumenta localmente el esfuerzo de cizalladura sobre la pared interna de la arteria (2); y porque el deflector de flujo (3) está provisto de medios de mantenimiento (4) que se apoyan en posición de servicio contra la superficie interna del vaso (2), impidiendo dichos medios (4) al deflector (3) entrar en contacto con la pared interna del vaso (2) y teniendo una acción mecánica de mantenimiento de la pared arterial.

2. Stent según la reivindicación 1, caracterizado porque la relación entre el radio del deflector y el radio de la arteria está comprendida entre 0,1 y 0,8, preferentemente 0,3.

3. Stent según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el o los deflectores de flujo (3) presentan una forma generalmente cilíndrica.

4. Stent según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el deflector (3) está constituido por un resorte arrollado espira a espira en el que cada espira está unida a la siguiente por un punto de soldadura (6) y porque los medios de mantenimiento está constituidos por lo menos por dos espiras (4) flexibles, extensibles radialmente y unidas al deflector (3) por uno de sus extremos.

5. Stent según la reivindicación 4, caracterizado porque los puntos de soldadura (6) están dispuestos según una espiral que corre en toda la longitud del deflector (3).

6. Stent según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende una pluralidad de espiras (4) extensibles radialmente, unidas al deflector (3) y repartidas a intervalos regulares sobre el eje longitudinal del deflector (3).

7. Stent según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque está realizado en una material con memoria.

8. Stent según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende un isótopo radioactivo eficaz para reducir la hiperplasia íntima de la pared arterial.

9. Stent según una de las reivindicaciones 1 a 6, caracterizado porque los medios de mantenimiento (4) extensibles radialmente y/o el deflector (3) presentan un tratamiento de superficie específico o están constituidos por un biomaterial que permite la difusión de una sustancia que tiene una acción sobre la pared arterial.

10. Stent según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el deflector (3) presenta un paso (5) central que se extiende en toda su longitud.

11. Stent según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque está realizado en un material biodegradable.